СПОСОБ МОНИТОРИНГА АРТЕРИАЛЬНОГО ДАВЛЕНИЯ Российский патент 2006 года по МПК A61B5/22 

Предлагаемое изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано для мониторинга артериального давления (АД) у человека.

Мониторинг АД является важной задачей в медицинской практике. Мониторинг в критических состояниях требует непрерывного слежения за параметрами АД, так как важные изменения давления могут происходить достаточно быстро.

В большинстве случаев в современных тонометрах [1] измерение АД осуществляют путем развертывающего уравновешивающего преобразования, иллюстрируемого диаграммой на фиг.1.

Артерия через толщу мягких тканей подвергается сжатию внешним давлением P_k(t), начальное значение которого несколько превышает ожидаемое верхнее (систолическое) значение артериального давления P_a(t). Затем в процессе декомпрессии (обычно по линейному закону) фиксируются моменты t_н и t_в достижения компенсирующим внешним давлением значений верхнего Р_ав и нижнего Р_ан (диастолического) давлений. В эти моменты времени берутся отсчеты соответствующих значений внешнего давления. Обычно метод уравновешивающего развертывающего преобразования обеспечивает высокую точность измерения. Но в случае измерения артериального давления достижение необходимой точности фиксации моментов t_н и t_в представляет значительные трудности, поскольку эта операция в силу специфики объекта измерения может выполняться только по косвенным признакам (получение сигнала разности сравниваемых давлений принципиально невозможно). Вторая проблема при использовании обычного способа измерения АД связана с ограничением скорости декомпрессии артерии. Она должна быть приблизительно равна 2 мм рт.ст. на один цикл сердечного сокращения. При отклонении скорости от указанного значения в любую сторону возрастает погрешность измерения. При отклонении в меньшую сторону это связано с нарушениями гемодинамики артерии, а при отклонении в большую сторону возрастает методическая погрешность измерения, которая по своей природе близка к погрешности квантования. Общее время измерения, таким образом, составляет упомянутые 1,5-2 минуты. Такое быстродействие тонометров считается врачами неудовлетворительным в целом ряде случаев и, прежде всего, при использовании обычного способа измерения АД в системах мониторинга АД.

Однако применительно к задаче мониторинга АД главная проблема состоит далеко не в обеспечении необходимой точности и необходимого быстродействия. Основным недостатком является необходимость полного пережатия артерии в процессе измерения, т.е. перекрытия кровотока в артерии, что приводит к искажению нормальной гемодинамической картины в артерии и к возникновению соответствующей погрешности, не говоря уже о том дискомфорте, который испытывает при измерении пациент. Перекрытие кровотока создает определенные неудобства во время различного рода операций, когда необходимость периодического измерения АД затруднена или невозможна из-за того, что одновременно пациенту необходимо вводить через вену какие-то препараты, и его вена подключена к медицинской аппаратуре в течение всего времени операции. Круглосуточное мониторирование АД с помощью подобных приборов осуществить не удается, так как причиняются дополнительные болевые ощущения пациентам при надувании манжеты. Кроме того, частые измерения приводят к нарушению кровоснабжения конечности больного. Мониторирование артериального давления (АД) с непрерывной круглосуточной регистрацией по сей день остается нерешенной задачей в клинике внутренних болезней.

Помимо описанного выше метода развертывающего уравновешивающего преобразования для измерения артериального давления в принципе можно использовать метод следящего уравновешивающего преобразования. Суть метода заключается в том, что, как и в случае развертывающего преобразования, на артерию через толщу мягких тканей воздействует компенсирующее внешнее давление. Но если в случае развертывающего преобразования равенство внешнего компенсирующего давления артериальному в принципе не может наблюдаться более чем в двух точках на периоде сердечного сокращения, то в случае следящего уравновешивающего преобразования за счет регулирующего воздействия по цепи обратной связи непрерывно поддерживается равенство внешнего компенсирующего и измеряемого артериального давления.

На настоящий момент запатентованы различные варианты реализации этого метода, из которых мы рассмотрим два - один зарубежный [2], автор Penaz J., второй отечественный [3], автор Э.К.Шахов. Функциональная схема тонометра, предложенного Penaz J., представлена на фиг.2. Пальцевая окклюзионная манжетка 1 содержит фотоплетизмографический датчик, включающий излучатель 2, питаемый от источника 3, и фотоприемник 4, дающий сигнал, пропорциональный величине диаметра пальцевой артерии. Воздушная магистраль 5 прибора, связанная с манжеткой, включает компрессор 6, клапан 7 с пропорциональным управлением и датчик 8 давления. В петле электромеханической обратной связи происходит формирование сигнала, пропорционального диаметру артерии, и напряжения, управляющего работой клапана. В результате, при пульсации сосуда с увеличением просвета артерии давление в манжетке увеличивается, а при уменьшении - уменьшается. Таким образом, поддерживается номинальная величина просвета артерии, задаваемая микропроцессором 13.

Давление воздуха в манжетке отслеживает колебания АД на протяжении сердечного цикла и после преобразования в электрический сигнал датчиком 2, 4 поступает на АЦП 14 для обработки в микропроцессоре 13 по осциллометрической методике.

На экран дисплея 15 выводятся кривая давления и вычисленные значения параметров АД. В приборе предусмотрена периодическая калибровка по сигналу от микропроцессора, подаваемому на переключатель 12. При этом обратная связь размыкается и под действием напряжения калибровки осуществляется поиск размера сосуда, при котором пульсации давления достигают максимума.

Для предотвращения искажений фотоплетизмографического сигнала палец с манжеткой при проведении процедур измерения АД необходимо надежно зафиксировать.

В мониторе АРМ 770 (Cortronic USA), построенном по аналогичному принципу, используется стандартная плечевая манжетка с постоянным низким давлением около 30 мм рт.ст. и следящая система за расширением сосудистой стенки с целью определения параметров АД [4].

При всех достоинствах тонометра фиг.2 он не лишен одного существенного недостатка. Прибор отслеживает только динамическую составляющую АД. Дело в том, что по самому принципу, заложенному в основу функционирования прибора, система отслеживает только динамическую составляющую изменения объема артерии. Для получения полной картины изменения АД прибор нуждается, как указывалось, в периодической калибровке. Следует также отметить, что схемная реализация рассмотренного прибора отличается большой сложностью.

Эти недостатки в значительной степени устранены в тонометре по патенту [3], функциональная схема которого приведена на фиг.3. Функциональная схема включает последовательно соединенные датчик 1, измерительную цепь 2, усилитель 3, показывающее или/и регистрирующее устройство 4, обратный преобразователь (ОП) 5, а также задатчик времени коррекции 6 и устройство выборки и хранения (УВХ) 7. Обратный преобразователь преобразует напряжение с выхода усилителя в механическую силу, воздействующую на шток 8, в который вмонтирована оптопара (источник света и фототранзистор). Варианты реализации ОП могут быть различными, в частности он может быть выполнен в виде магнитоэлектрического преобразователя. Особенностью используемого оптического датчика (как и любого другого датчика объемных пульсаций артерии) является то, что постоянная составляющая его выходного сигнала в общем случае имеет произвольное значение, определяемое оптическими свойствами тканей индивидуума, конкретными значениями и разбросами параметров оптоэлектронной пары и измерительной цепи и т.д. Поэтому, если не принять специальных мер (в данном случае включение УВХ в цепь обратной связи усилителя), при включении устройства усилитель "зашкалит" (выходной каскад будет в режиме либо насыщения, либо отсечки). Чтобы предотвратить "зашкаливание" усилителя и ввести схему в режим слежения за артериальным давлением, задатчик времени коррекции периодически замыкает цепь местной обратной связи усилителя через устройство выборки и хранения.

После размыкания местной обратной связи (при этом УВХ запоминает отработанное значение) усилитель находится в линейном режиме, т.е. обеспечиваются условия, при которых любая статическая система регулирования входит в нормальный режим функционирования, в данном случае в режим слежения за изменениями артериального давления. Если перед замыканием местной обратной связи система находится в нормальном режиме работы, то ее функционирование не нарушится, так как возникающий при этом кратковременный бросок выходного напряжения усилителя практически не влияет на компенсирующее давление, создаваемое обратным преобразователем, в силу его инерционности.

Следует заметить, что при практической реализации тонометра по рассматриваемому способу возникает ряд проблем. Одна из них связана с возможностью настройки системы на ложное значение постоянной составляющей артериального давления. Это объясняется тем, что выходной сигнал оптического датчика не содержит никакой информации о постоянной составляющей артериального давления. Следовательно, нужно обеспечить условия, при которых вход системы в режим слежения происходил бы в момент равенства компенсирующего и измеряемого давления.

Достоинством схемы фиг.3 по сравнению с вариантом фиг.2 является простота реализации и отсутствие необходимости в манжете и, следовательно, в компрессоре и пневматическом клапане с плавным управлением.

Рассмотренный метод обеспечивает уникальную возможность длительной регистрации неинвазивными средствами всей кривой артериального давления, что ранее было возможно только инвазивным методом Oxford. Основное преимущество метода состоит в том, что при его использовании происходит минимальное сжатие сосудистой стенки артерии. И тем не менее тонометры, реализующие метод следящего уравновешивающего преобразования, обладают общим недостатком. Он состоит в необходимости управляемого источника внешнего воздействия на артерию, что связано с существенными энергетическими затратами, особенно в случае непрерывного мониторинга артериального давления. Кроме того, хотя при измерении по данному методу артерия не перекрывается полностью, но воздействие, оказываемое на конечность при измерении, все-таки остается беспокоящим фактором.

Проблема уменьшения или полного устранения воздействия прибора на конечность при измерении АД привлекла внимание специалистов к исследованию возможностей косвенного измерения АД, суть которого состоит в том, что вместо непосредственного (прямого) измерения АД осуществляется измерение некоторого другого параметра, функционально связанного с АД.

Первая разновидность косвенного метода предполагает измерение скорости кровотока в артерии. Скорость кровотока может быть определена с помощью ультразвуковой локации. Сделана попытка связать этот параметр с величиной АД и на основе этого осуществить непрерывную безманжетную регистрацию АД [5]. Способ заключается в предварительном установлении для пациента, у которого предстоит мониторировать давление, соотношения между АД и скоростью кровотока в определенной артерии путем одновременного измерения этих двух параметров в покое и при различных уровнях физической нагрузки. При этом давление измеряют обычным способом, а скорость кровотока - ультразвуковым допплеровским датчиком. В дальнейшем измерения АД производятся путем непрерывного определения скорости кровотока на основе предварительно полученного соотношения. Прибор имеет портативное исполнение и предназначен для наблюдения за АД в условиях свободного поведения пациента. Сложность установки и надежного фиксирования датчика, а также сложность градуировки прибора исключает использование описанной процедуры в широких масштабах.

Вторая разновидность косвенного метода основана на явлении кавитации в жидкости под действием ультразвука [6]. Кавитация в крови, например в левом желудочке сердца, возникает под воздействием ультразвуковой волны большой мощности. При условии постоянства других параметров жидкости (температуры, концентрации газа в ней) образование ядер кавитации зависит от величины абсолютного давления в этой жидкости, называемого критическим давлением. При воздействии ультразвуковой волны на кровь это давление складывается из давления ультразвука, давления крови и атмосферного давления. Зная параметры ультразвуковой волны, величину атмосферного давления, а также критическое давление для заданной жидкости, можно определить давление в ней.

Возникновение кавитации регистрируется также с помощью ультразвука, но с частотой на порядок выше той, которая используется для возбуждения кавитации. Для этого область измерения зондируют ультразвуковым пучком, который начинает сильно отражаться от ядер кавитации при их возникновении, когда давление в зоне измерения становится равным критическому. Для уменьшения мощности возбуждающего излучения и, следовательно, для уменьшения повреждающего действия ультразвука на элементы крови предлагается предварительно насыщать кровь инертным газом, например гелием, что значительно уменьшает величину критического давления. Из-за сложности методики и аппаратуры данный метод также не имеет перспективы широкого применения в клинических и тем более бытовых условиях.

Третья разновидность косвенного метода измерения АД основана на измерении скорости распространения пульсовой волны. Скорость распространения механических колебаний в какой-либо среде зависит от упругих свойств этой среды. В частности, скорость распространения пульсовой волны (СРПВ) по артерии - от упругости ее стенки. При неизмененных упруговязких свойствах сосуда СРПВ определяется величиной напряжения в нем при взаимодействии с АД. Это свойство использовано для разработки метода безманжетного непрерывного контроля АД [7]. Метод основан на практически линейной зависимости СРПВ от АД в физиологическом диапазоне значений давления. На практике измеряют время распространения пульсовой волны (ВРПВ), определяемое как интервал между пульсовыми волнами, регистрируемыми в разных точках артериальной системы [5], или как интервал между ЭКГ-сигналом и пульсовой волной в точке, удаленной от сердца [8]. Так, например, в [8] описан выполненный в микроисполнении прибор, состоящий из фотоэлектрического датчика пульсовой волны, располагаемого на запястье блока ЭКГ, блока давления, таймера, дисплея и источника питания. Давление определяется по величине интервала между зубцом R ЭКГ и какой-либо устойчивой точкой на кривой пульсовой волны исходя из соотношения

Р=20/Т,

где Р - среднее давление, мм рт.ст.; Т - ВРПВ, с.

Расчетная формула построена на допущении того, что в норме среднему давлению 100 мм рт.ст. соответствует ВРПВ 0,2 с. Такая градуировка прибора является условной и предназначена для удобства потребителя, поскольку в ряде случаев требуется знать не абсолютное значение АД, а его динамику. Если необходимо измерять абсолютное значение АД, прибор должен быть калиброван под конкретного пациента, что является его основным недостатком.

Наиболее близким по технической сущности к предлагаемому способу является так называемый тонометрический метод измерения АД, являющийся разновидностью косвенного метода измерения. Впервые тонометрический метод [4] описан Pressman и Newgard в 1963 г. [4] и предполагает частичное сдавливание поверхностно залегающих артерий конечности (например, на запястье) и регистрацию с помощью встроенных в окклюзионный браслет тензодатчиков бокового давления, передаваемого на них через стенку сосуда. При этом мгновенное значение регистрируемых колебаний становится пропорциональным величине АД [9]. Хотя тонометрический метод предусматривает внешнее воздействие, образуемое, как правило, с помощью манжетки, это по существу безманжетный метод, поскольку манжетка здесь используется не для окклюзирования артерии. Тонометры нуждаются в предварительной калибровке, так как компенсирующее воздействие прикладывается не только к артерии, но также к окружающей ткани (за счет потери части давления в мягких тканях конечности давление, развиваемое манжетой, и давление, воспринимаемое артерией, имеют разные, хотя и незначительно, значения). Будучи правильно установленным и надлежащим образом откалиброванным, тонометр определяет мгновенное значение АД, не причиняя пациенту практически никаких неудобств. Таков, например, тонометр МЛ-105 с встроенным микропроцессором ЗЕТ-80 [9].

Для получения приемлемой точности метод требует периодической калибровки, индивидуальной для каждого пациента путем сравнения показаний с верифицирующим методом уравновешивающего преобразования. В настоящее время имеются первые сообщения об успешной апробации серийно выпускаемого прикроватного аппарата Colin Pilot 9200. Интерес к этому методу в связи с суточным мониторированием АД обусловлен прежде всего уникальной ожидаемой комбинацией преимуществ данного метода: непрерывная запись АД + низкий уровень компрессионных воздействий + относительно низкая цена.

Большим недостатком тонометрирования является высокая "критичность" к точности расположения тонометрического датчика по отношению к артерии, в связи с чем использование его требует профессионального навыка. Для преодоления этого недостатка зарубежными специалистами предлагается тонометрический датчик особой конструкции в сочетании с микропроцессором для обработки его сигнала. Датчик представляет собой матрицу из точечных датчиков давления, которая надежно перекрывает область залегания артерии. Микропроцессор определяет, какой из датчиков расположен правильно, а также автоматически регулирует силу прижатия [10]. Разработчики тонометра полагают, что в будущем приборы этого типа займут главенствующее место среди приборов для измерения АД. Кроме того, метод предполагает автоматическое поддержание во время измерения постоянства силы прижатия датчика к месту измерения, что существенно усложняет схему и конструкцию прибора.

Предлагаемое изобретение направлено на упрощение реализации тонометрического метода измерения АД. Преимущество предлагаемого способа перед прототипом заключается в том, что полностью снимается проблема позиционирования датчика давления относительно артерии, а также исключается необходимость автоматической стабилизации значения внешнего давления прижатия датчика к артерии. Это достигается тем, что восприятие давления пульсовых колебаний осуществляют через жидкостную камеру, площадь которой подбирается из условия надежного перекрытия области залегания артерии, причем в процессе градуировки, производимой для каждого пациента, запоминают значения верхнего Р_ав0 и нижнего Р_ан0 артериального давления, а также запоминают амплитуды А_0i пульсовых колебаний и значения внешнего давления P_вi, при которых они были измерены, причем указанные пары значений получают для последовательности значений P_вi внешнего давления, равномерно распределенных в диапазоне от нуля до нижнего значения артериального давления, далее в процессе измерения полученные пары значений А_0i и P_вi используют для пересчета амплитуды пульсовых колебаний в значения верхнего и нижнего артериального давления по формуле Р_авх=Р_ав0А_х/А_0i для верхнего артериального давления и по формуле Р_анх=Р_ан0A_x/A_0i для нижнего артериального давления, где A_x - значение амплитуды пульсовой волны при измерении; A_0i - значение амплитуды пульсовой волны при градуировке, которое берется из упомянутой таблицы и которому соответствует значение давления прижатия жидкостной камеры к конечности при градуировке, являющееся наиболее близким к значению давления прижатия жидкостной камеры к конечности при измерении.

Для решения проблемы позиционирования датчика в предлагаемом способе восприятие пульсовой волны осуществляется через жидкостную камеру, прижатую к поверхности кожи в месте выхода артерии близко к ее поверхности. Для устранения необходимости автоматически регулировать силу прижатия датчика к артерии предлагается алгоритм тонометрического измерения АД, позволяющий определять систолическое и диастолическое значения АД при произвольном значении силы прижатия датчика к артерии.

Поясним предлагаемый способ с помощью схемы, изображенной на фиг.4. На фиг.4 камера 1 с жидкостью воспринимает давление мягких тканей конечности. К камере подключен датчик 2 давления. Камера и конечность охвачены окклюзионной манжетой 3. Манжета охватывает конечность, в сечении которой условно показаны артерия 4 и мягкие ткани 5.

Рассмотрим осциллограммы процессов, происходящих в системе артерия - мягкие ткани конечности - камера - манжета и представленных на фиг.5. На фиг.5 изображены кривые изменения артериального давления и давления в мягких тканях конечности при двух значениях внешнего компенсирующего давления, создаваемого окклюзионной манжетой. Вначале обратимся к верхней осциллограмме, где показаны соответствующие кривые для случая, когда внешнее компенсирующее давление существенно меньше нижнего значения артериального давления. Справа показана кривая зависимости объема артерии V_a от избыточного давления Р_a-Р_мт.

Зависимость в действительности носит более сложный характер [11], но поскольку нас в данном случае интересует только область положительных значений избыточного давления, то с достаточно хорошим приближением к реальной кривой в данной области значений избыточного давления зависимость может рассматриваться как линейная. Как видно из рисунка, изменение артериального давления приводит к соответствующему изменению объема артерии, причем в силу принятого предположения о линейности зависимости V_a=F_a(P_a-Р_мт) амплитуда изменения объема артерии остается неизменной при любом значении внешнего компенсирующего давления в пределах от 0 до Р_ан, где Р_ан - нижнее значение артериального давления.

Изменение объема артерии приводит к соответствующему изменению объема мягких тканей конечности, так как предполагается, что манжета изготовлена из материала, не подверженного растяжению, т.е. при каждом данном значении Р_кi внешнего компенсирующего давления соблюдается соотношение:

где V_мi - объем пространства под манжетой при i-м значении Р_кi компенсирующего давления. Из выражения (1) и следует справедливость сказанного:

Слева на верхней осциллограмме приведена зависимость объема мягких тканей конечности от давления их сжатия манжетой. Как показали экспериментальные исследования [12], эта зависимость носит нелинейный характер, причем очевидно, что изменение объема мягких тканей под действием сжимающего давления объясняется не столько свойством их сжимаемости, сколько эффектом вытеснения части мягких тканей из-под манжеты. Согласно выражению (2) изменение артериального давления приводит к изменению объема мягких тканей при каждом данном значении внешнего компенсирующего давления. В свою очередь, поскольку существует однозначная зависимость между объемом и давлением, испытываемым мягкими тканями, то в конечном итоге изменение артериального давления приводит к соответствующему изменению давления мягких тканей, которое собственно и воспринимается датчиком давления, подключенным к камере с жидкостью.

С учетом зависимости объема мягких тканей от воздействующего на них давления обратную зависимость в общем виде можно записать в следующем виде:

Подставим выражение (2) в выражение (3):

С учетом принятого предположения о характере кривой объемного расширения артерии можем записать:

где т - некоторый коэффициент (постоянный для каждого конкретного индивидуума).

Подставим выражение (5) в выражение (4):

Выражение (6) представляет собой уравнение, из которого следует однозначная связь давления в мягких тканях и артериального давления. Следовательно, существует принципиальная возможность косвенного измерения артериального давления путем его вычисления из уравнения (6) по измеренному значению давления в мягких тканях. Другое дело, что реализовать такое измерение представляет не простую задачу, учитывая, что параметры зависимости (6) неизвестны и имеют большой разброс от индивидуума к индивидууму. Рассмотрим возможности реализации данного метода измерения.

Для каждого пациента нужно произвести градуировку прибора. Для этого нужно измерить один раз верхнее и нижнее артериальное давление. Обозначим эти значения как Р_ан0 и Р_ав0. После этого или в процессе измерения по мере изменения компенсирующего давления от нуля до Р_ан0 будем фиксировать значения амплитуд А_0i пульсовой волны для нескольких равномерно расставленных значений компенсирующего давления. На фиг.5 показаны две осциллограммы процессов в рассматриваемой системе при двух значениях компенсирующего давления, каждое из которых меньше нижнего значения артериального давления, т.е. процесс рассматривается в области положительных значений избыточного давления в артерии. Амплитуда пульсовой волны вычисляется по формуле A_0i=Р_мтвi-Р_мтнi, где значения давлений в мягких тканях P_мтвi и Р_мтнi соответствуют верхнему и нижнему значениям артериального давления. В результате нам становится известным набор пар значений компенсирующего давления P_кi и амплитуд А_0i пульсовой волны, соответствующих известным значениям Р_ан0 и Р_ав0.

Теперь предположим, что артериальное давление изменилось так, что верхнее и нижнее значения его стали равными соответственно Р_анх и Р_авх. Обозначим через P_кх значение внешнего давления на мягкие ткани, обусловленного натяжением манжеты. Поскольку внешнее давление непосредственно воспринято быть не может, логично принимать его равным среднему значению давления мягких тканей на каждом из интервалов измерения амплитуды изменения Р_мт, т.е. в нашем случае оно равно

где Р_мтнх и Р_мтвх - измеренные датчиком значения давления в мягких тканях, соответствующие значениям Р_анх и Р_авх артериального давления.

Располагая таблицей упомянутых пар значений, можно вычислить интересующие нас значения нижнего и верхнего АД, используя очевидные формулы:

где A_x - значение амплитуды пульсовой волны при изменившихся значениях верхнего и нижнего АД; А_0i - значение амплитуды пульсовой волны, которое берется из упомянутой таблицы и которому соответствует значение Р_кi, являющееся наиболее близким к значению Р_кх.

Вычисленные значения Р_авх и Р_анх будут тем точнее, чем ближе друг к другу значения Р_кх и Р_кi. Поэтому желательно располагать таблицей пар значений компенсирующего давления Р_кi и амплитуд А_0i пульсовой волны с небольшим шагом изменения Р_кi. Это вовсе не означает, что нужно все пары значений получать экспериментальным путем. Поскольку согласно фиг.5 в пределах небольшого участка кривая зависимости Р_мт=F_мт(V_мт) близка к линейной, для построения таблицы нужно располагать ограниченным количеством экспериментально полученных пар значений Р_кi и A_0i, а в промежутках между ними получать нужное для обеспечения точности количество таких пар расчетным путем с использованием интерполяции.

При сохранении достоинств способа-прототипа (отсутствие ощущения дискомфорта при измерении, малое время измерения, отсутствие необходимости в компрессоре и окклюзионной манжете) предлагаемый способ имеет дополнительные преимущества:

1. Полностью устраняется проблема позиционирования датчика давления относительно артерии.

2. Полностью устраняется необходимость автоматической регулировки силы прижатия воспринимающей давление жидкостной камеры к поверхности кожного покрова в месте измерения.

Следствием этих преимуществ является существенное упрощение реализации способа по сравнению с прототипом, а следовательно, и снижение стоимости.

Функциональная схема, реализующая предлагаемый новый способ измерения АД, представлена на фиг.6. На фиг.6 приняты следующие обозначения: 1 - жидкостная камера; 2 - датчик давления; 3 - манжета; 4 - артерия; 5 - мягкие ткани конечности; 6 - устройство изменения длины манжеты; 7 - микроконтроллер; 8 - регистрирующее устройство. Перед использованием устройства для измерения АД его нужно отградуировать для того пациента, АД которого требуется измерять или мониторировать. Перед градуировкой необходимо с помощью любого тонометра необходимого класса точности измерить значения верхнего и нижнего АД, т.е. значения АД, обозначенные выше как Р_ав0 и Р_ан0 (см. формулы (8) и (9)). Сразу после измерения АД необходимо, изменяя длину манжеты с помощью устройства 6, устанавливать несколько значений внешнего давления Р_кi (прижатия жидкостной камеры к конечности) в диапазоне от 0 до Р_ан0 с равномерным шагом, например, равным 5 мм рт.ст. Значение давления отсчитывается с помощью устройства 8. Каждое значение внешнего давления и соответствующее ему значение амплитуды A_0i заносится в память микроконтроллера 7 (предполагается, что в составе микроконтроллера должен быть АЦП, осуществляющий преобразование выходного сигнала датчика давления в цифровой код и программное вычисление Р_кi и A_0i). На этом процесс градуировки заканчивается, устанавливается значение внешнего давления, примерно равного Р_ан0/2, и прибор переводится в режим измерения. В процессе измерения, в том числе в случае мониторинга периодического или непрерывного, в результате движений конечности или по любым другим причинам может в некоторых пределах изменяться внешнее давление прижатия жидкостной камеры к конечности. Как показано выше, благодаря особенностям алгоритма это не приведет к возникновению погрешности.

Литература

1. Эман А.А. Биофизические основы измерения артериального давления. - Л.: Медицина, 1983.

2. Penaz J. Photoelectric measurement of blood pressure, volume, and flow in the finger. //Digest of the 10th Int.Conf. on med. and Biol. Eng. - Dresden, 1973. - P.104.

3. Шахов Э.К. Способ измерения артериального давления и устройство для его осуществления // Патент №2048789, Бюлл. №33. - 1995.

4. Рогоза А.Н. Методы неинвазивного измерения артериального давления. http://www.medlinks.ru.Miva Н.Pressure Measuring System with Ultrasonic Wave: US Pat. 4483345 //Off. Gaz. US Pat. Trademark Office. - 1984. - Vol.1048, N3. - P.1059.

5. Joson M.M. Procese de mesure de la pression par voie exteme Brevet dinvention 2523432 //France industry Bull Off Propnete - 10983. - N 38. - P.19.

6. Miva H. Pressure Measuring System with Ultrasonic Wave: US Pat. 4 483 345 // Off. Gaz. US Pat. Trademark Office. - 1984. - vol. 1048, N 3. - P.1059.

7. Cardiovascular Engineering / Ed. D.N.Ghista. - Basel 1983. - P.134-137.

8. Carruthers E.M. Cardiovascular monitors United Kingdom Pat Application 2058355 A GB (Publ. by the Patent Office L. 1981. - P.4).

9. Микрокомпьютерные медицинские системы, проектирование и применение. - M., Медицина, 1983.

10. Eckarie Y.S. // Association for the Advancement of Medici [Instrumentation (USA) Annual Meeting 15 th Proceedings. - San Francisco 1986. - P.40.

11. Шахов Э.К., Сухов А.И., Писарев А.П. Простейшая модель тонометра. - Вычислительные системы и технологии обработки информации: Межвузовский сборник научных трудов. - Вып.2(28). - Пенза: Информационно-издательский центр ПГУ, 2003, с.30-37.

12. Шахов Э.К., Сухов А.И., Писарев А.П. Моделирование процесса измерения артериального давления. - Вычислительные системы и технологии обработки информации: Межвузовский сборник научных трудов. - Вып.2(28). - Пенза: Информационно-издательский центр ПГУ, 2003, с.18-29.

Изобретение относится к медицинской технике, в частности к методам мониторинга артериального давления, и направлено на упрощение реализации тонометрического измерения артериального давления. В результате открывается возможность создания недорогих систем мониторинга артериального давления, обеспечивающих периодическое или непрерывное измерение артериального давления и комфортные условия для пациента по сравнению с существующими способами. Способ основан на измерении давления пульсовой волны, воспринимаемого в месте выхода артерии близко к поверхности кожного покрова, при этом восприятие давления пульсовых колебаний осуществляют через жидкостную камеру, площадь которой подбирают из условия надежного перекрытия области залегания артерии. В процессе градуировки, производимой для каждого пациента, запоминают значения верхнего Р_ав0 и нижнего Р_ан0 артериального давления, а также запоминают амплитуды А_0i пульсовых колебаний и значений внешнего давления Р_вi, при которых они были измерены, причем указанные пары значений получают для последовательности значений Р_вi внешнего давления, равномерно распределенных в диапазоне от нуля до нижнего значения артериального давления. В процессе измерения полученные пары значений A_0i и Р_вi используют для пересчета амплитуды пульсовых колебаний в значения верхнего и нижнего артериального давления по формуле Р_авх=Р_ав0 A_x/A_0i для верхнего артериального давления и по формуле Р_анх=Р_ан0 A_x/A_0i для нижнего артериального давления, где A_x - значение амплитуды пульсовой волны при измерении; А_0i - значение амплитуды пульсовой волны при градуировке, которое берется из таблицы и которому соответствует значение давления прижатия жидкостной камеры к конечности при градуировке, являющееся наиболее близким к значению давления прижатия жидкостной камеры к конечности при измерении. 2 з.п. ф-лы, 6 ил.

1. Способ мониторинга артериального давления, включающий измерение давления пульсовой волны с помощью датчика прибора для измерения артериального давления, позиционированного в месте выхода артерии к поверхности кожи, и индивидуальную градуировку прибора для каждого пациента, отличающийся тем, что при измерении давления пульсовой волны используют датчик, подключенный к жидкостной камере, выполненной с возможностью изменения ее длины, при этом площадь камеры подбирают из условия надежного перекрытия артерии.2. Способ по п.1, отличающийся тем, что при индивидуальной градуировке прибора измеряют и запоминают значения верхнего Р_ав0 и нижнего Р_ан0 артериального давления, а также запоминают амплитуды A_0i пульсовой волны внешнего давления Р_вi, при которых они были измерены, причем значения Р_ав0 и Р_ан0 получают для последовательности значений P_вi внешнего давления, равномерно распределенных в диапазоне от нуля до нижнего значения артериального давления.3. Способ по пп.1 и 2, отличающийся тем, что запомненные при индивидуальной градуировке значения A_0i и Р_вi используют для пересчета амплитуды измеряемой пульсовой волны в значения верхнего и нижнего артериального давления по формуле Р_авх=Р_ав0 А_х/А_0i для верхнего артериального давления и по формуле Р_анх=P_ан0 А_х/A_0i для нижнего артериального давления, где A_x - значение амплитуды пульсовой волны при измерении; A_0i - значение амплитуды пульсовой волны при градуировке, которое берется из таблицы и которому соответствует значение давления прижатия жидкостной камеры к конечности при градуировке, являющееся наиболее близким к значению давления прижатия жидкостной камеры к конечности при измерении.